CN112739403B - 呼吸次数计测装置 - Google Patents

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Abstract

一种呼吸次数计测装置（4），是在PSA式氧浓缩装置中使用、能够提高计测精度的呼吸次数计测装置，其特征在于，具有：检测部（6），检测从压力变动吸附方式的氧浓缩装置（1）将氧浓缩气体向患者供给的配管（2）内的管内压力及/或管内气体流量，输出压力数据及/或气体流量数据，所述氧浓缩装置与患者连接，并且通过周期性地反复加压、减压而将空气中的氧浓缩；运算部（722），基于压力数据及/或气体流量数据，提取患者呼吸信息数据；以及推定部（723），基于患者呼吸信息数据推定每规定时间的呼吸次数；推定部（723）一边使时间Δt变化，一边求出患者呼吸信息数据与从患者呼吸信息数据错移了时间Δt的数据的自相关系数，将自相关系数成为波峰的时间Δt作为呼吸间隔，推定呼吸次数。

Description

呼吸次数计测装置
技术领域
本发明涉及在压力变动吸附式氧浓缩装置中使用的呼吸次数计测装置（respiratory rate measurement device）。
背景技术
以往，作为对于哮喘、阻塞性慢性肺疾病等呼吸器官疾病患者的疗法之一，进行氧疗法。这是使患者吸入氧气或氧浓缩气体的疗法。近年来，以患者QOL（QOL：Quality ofLife；生活质量）提高为目的，在自家或施设等中进行氧吸入的在家氧疗法（HOT：HomeOxygen Therapy）成为主流，作为氧供给源而主要使用氧浓缩装置。
所谓的氧浓缩装置，是将存在于空气中的约21%的氧浓缩并排出的装置。氧浓缩装置的许多一般使用压力变动吸附式（以下，PSA式：Pressure Swing Adsorption）。
在PSA式氧浓缩装置中，反复进行：吸附工序，将空气取入到填充有有选择地吸附氮气的吸附剂的吸附筒，将吸附筒内加压，使吸附剂吸附氮气；以及解吸工序，将吸附筒内减压，将被吸附的氮气向系统外排出。通过反复进行吸附工序和解吸工序，生成浓缩氧气，氧浓缩装置能够向患者连续地提供高浓度氧气。另外，在解吸工序中将吸附筒内减压到大气压以下的方法，有不是PSA而被称作VPSA或VSA等的情况，但基本的原理与PSA相同，这里用PSA的称呼来统一。
接受在家氧疗法的患者的主疾病是慢性阻塞性肺疾病（以下，COPD：ChronicObstructive Pulmonary Disease）。所谓的COPD，是由于支气管的狭窄或肺胞壁的破坏而呈现咳、痰或劳动时呼吸困难的症状的不可逆性疾病。
如果COPD的症状恶化，则可看到气喘或呼吸次数的增加，也有症状恶化到被称作COPD的急性恶化的“需要稳定期的治疗的变更或追加的状态”的情况。如果发生COPD的急性恶化，则患者住院的情形较多，也有陷入呼吸不良或面临生命的危机的情况。此外，即使患者能够出院，稳定期的症状比住院以前恶化而反复住院出院的情况也不少。
在COPD中，在尽可能早的阶段中察觉患者的急性恶化的预兆或初期症状、在症状恶化到住院的程度之前对患者施以早期治疗是非常重要的，在在家氧疗法中，患者的呼吸信息特别是呼吸次数的变化在掌握患者的病情方面成为非常有益的信息源。
呼吸次数也可以通过使用腹带等来测量，但为了掌握患者的病情的长期性的变化，患者需要总是或定期地不忘记而佩戴腹带等，患者被强加了负担。另一方面，一般接受在家氧疗法的患者被要求至少1天几小时的定期的使用的情况较多。如果呼吸次数计测装置内置或附属于氧浓缩器，则不会由呼吸次数计测装置对患者强加追加的负担，并且能够可靠地确认氧浓缩装置使用中的病情的变化。呼吸次数计测装置是非常有用的。
作为能够内置于氧浓缩装置的取得患者的呼吸次数的方法，如专利文献1那样，有以下的方法：在氧浓缩装置与患者佩戴的插管（cannula）之间安装呼吸计测用的微差压传感器，计测氧吸入中的患者呼吸压，将患者呼吸压记录到记录介质或作为通信数据发送。
此外，在专利文献2、4中，示出了能够根据呼吸样式来计算呼吸次数等，但关于具体的方法没有叙述。
在专利文献3中，示出了将压力波形从下降转为上升的时点（timing）存储、以其间隔将呼吸次数计数的方法，及由压力的振幅乘以规定的检测水平率、仅在超过了其阈值时判定为呼吸的方法。
在专利文献5中，公开了通过FFT（FFT：Fast Fourier Transform；快速傅立叶变换）处理或TDS处理来计算呼吸次数的方法。
在专利文献6中，公开了预先计测并存储氧浓缩装置自身的压力变动、从检测到的压力波形将其减去的方法。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开平6-190045号公报
专利文献2：日本特开2001-286566号公报
专利文献3：日本特开平7-96035号公报
专利文献4：日本特表2015-85191号公报
专利文献5：日本特表2011-518016号公报
专利文献6：国际公开2018-180392号公报。
发明内容
将计算出的呼吸数据原样发送的方法，成为例如将每100毫秒（ms）测量的波形数据原样发送，数据量变得庞大，有解析需要时间的情况。
将计算出的呼吸数据原样发送的方法有在由于噪声或身体运动等而呼吸波形发生了紊乱的情况下将由该紊乱带来的波峰值等也检测为呼吸的缺点。呼吸波形根据使用的患者的病情及活动时、就寝时等的状态而较大地变化，进而按照患者而呼吸波形较大地不同。一律地设置用来判定呼吸的阈值来判定呼吸是困难的。
进而，FFT其计算量变得庞大，并且如果将用于运算的数据的区间取得较短，则不能计算出准确的呼吸周期，如果将数据的区间取得过长，则因每次呼吸的呼吸间隔的稍稍的偏差的影响而难以得到呼吸周期的波峰。关于TDS处理，有起因于噪声或身体运动的影响、由患者的状态带来的呼吸的变化、每个患者个人的呼吸状态的差异的课题。
呼吸次数计测装置的目的在于，是为了解决上述问题而做出的，与PSA式氧浓缩装置一起被使用，能够使呼吸次数的计测精度提高。
有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置的特征在于，具有：检测部，检测从压力变动吸附方式的氧浓缩装置将氧浓缩气体向患者供给的配管内的管内压力及/或管内气体流量，输出压力数据及/或气体流量数据，所述氧浓缩装置与患者连接，并且通过周期性地反复加压、减压而将空气中的氧浓缩；运算部，基于压力数据及/或气体流量数据，提取患者呼吸信息数据；以及推定部，基于患者呼吸信息数据，推定每规定时间的呼吸次数；推定部一边使时间Δt变化，一边求出患者呼吸信息数据与从患者呼吸信息数据错移了时间Δt的数据的自相关系数，将自相关系数成为波峰的时间Δt作为呼吸间隔，推定呼吸次数。
进而，有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置优选的是，推定部使用表示至少10秒以上的患者呼吸信息数据的波形，推定呼吸次数。
进而，有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置优选的是，推定部在呼吸次数的推定中利用超过规定的阈值的自相关系数的波峰。
进而，有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置优选的是，阈值为0.3以上且0.7以下的值。
进而，有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置优选的是，在不能取得超过规定的阈值的自相关系数的波峰的情况下，输出不能计算的消息。
进而，有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置优选的是，运算部基于压力数据及/或气体流量数据，推定表示通过氧浓缩装置的动作发生的氧浓缩气体的周期性的压力变化及/或流量变化的变动值数据，通过将变动值数据从压力数据及/或气体流量数据除去，提取患者呼吸信息数据。
进而，有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置优选的是，还具有存储预先测量的变动值数据的存储部；运算部通过将变动值数据从压力数据及/或气体流量数据除去，提取患者呼吸信息数据。
根据本实施方式，呼吸次数计测装置被与PSA式氧浓缩装置一起使用，能够不对患者强加追加的负担而使呼吸次数的计测精度提高。
本发明的目的及效果可以通过使用特别在权利要求书中指出的构成要素及组合来识别且得到。前述的一般性的说明及后述的详细的说明的两者是例示性及说明性的，并不限制记载于权利要求书中的本发明。
附图说明
图1是表示PSA式氧浓缩装置的概略结构的一例的图。
图2是表示呼吸次数计测装置的概略结构的一例的图。
图3是表示微型计算机部的一例的框图。
图4是表示连续流5LPM、将延长管追加了20m的条件下的、包含患者呼吸信息的压力数据的图。
图5是表示连续流5LPM、将延长管追加了20m的条件下的、由运算部提取出的PSA压力数据的图。
图6是表示连续流5LPM、将延长管追加了20m的条件下的、差分处理后的患者呼吸信息的图。
图7是表示从包含由患者呼吸带来的压力变动和PSA压力的压力数据将患者呼吸信息和PSA压力分离的原理的概念图。
图8是表示根据差分处理后的患者呼吸信息求出自相关系数的结果的图。
图9是表示提取患者呼吸信息数据的处理的一例的流程图。
图10是表示基于患者呼吸信息数据推定呼吸次数的处理的一例的流程图。
具体实施方式
以下，一边参照附图一边对有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置进行说明。但是，请注意本公开的技术范围并不限定于这些实施方式，而扩及到权利要求书所记载的发明和其均等物。另外，在以下的说明及附图中，通过对具有相同的功能结构的构成要素赋予相同的附图标记，省略重复说明。
［PSA式氧浓缩装置］
对作为与有关实施方式的一方面的呼吸次数计测装置一起使用的压力变动吸附方式的氧浓缩装置的一例的PSA式氧浓缩装置的结构进行说明。
图1是表示PSA式氧浓缩装置的概略结构的一例的图。
PSA式氧浓缩装置1具有从PSA式氧浓缩装置1的外部将空气A取入而生成浓缩氧气的氧生成部11。
被从PSA式氧装置外部取入至氧生成部11的空气A被压缩机111压缩，经由第1切换阀112被向吸附筒113输送。第1切换阀112通过将多个吸附筒113的某个与压缩机111连通而将压缩空气向吸附筒113送入，并将其他的吸附筒向大气开放。
在吸附筒113填充有有选择地吸附氮气的吸附剂。经过吸附筒113后的压缩空气其氮气浓度下降而成为浓缩氧气。浓缩氧气经由第2切换阀114被储存至浓缩氧缓冲罐115。第2切换阀114将多个吸附筒113的某个与浓缩氧缓冲罐115连通或断开。
氧生成部11借助第1切换阀112使压缩机111和多个吸附筒113的某个连通，并借助第2切换阀114使与该压缩机111连通的吸附筒113和浓缩氧缓冲罐115连通。因而，压缩机111、多个吸附筒113的某个和浓缩氧缓冲罐115被连通，生成的浓缩氧气被向浓缩氧缓冲罐115供给。另一方面，不与压缩机111连通的吸附筒113在被第2切换阀114从浓缩氧缓冲罐115断开的状态下，经由第1切换阀112被向大气开放。由此，吸附筒113内减压，将被吸附剂吸附的氮气向PSA式氧浓缩装置1外部放出。
第1切换阀112及第2切换阀114的开闭例如受未图示的呼吸次数计测装置内的微型计算机部控制。微型计算机部能够取得将吸附筒113内的加压和减压切换的时点。呼吸次数计测装置既可以被设置在氧浓缩装置1的内部，也可以与氧浓缩装置1分体地被设置在氧浓缩装置1的外部。
此外，作为另一例，氧浓缩装置1也可以具有对包括第1及第2切换阀的开闭处理的氧浓缩处理进行控制的氧浓缩控制部。微型计算机部能够从氧浓缩控制部取得将吸附筒113内的加压和减压切换的时点。
PSA式氧浓缩装置1除了上述的基本结构以外，也可以将多个吸附筒113的某两个以上的吸附筒连接。PSA式氧浓缩装置1也可以具有使各个吸附筒的压力均匀化的均压工序、以及使所生成的氧浓缩气体的一部分向多个吸附筒113中的某个回流的净化（purge）工序等附加工序。
通常，在向吸附筒113输送压缩空气之后，借助第1切换阀112而成为与该压缩机111断开的状态，被向大气开放。相反，被向大气开放的吸附筒113借助第1切换阀112而与该压缩机111连结，转移至氧压缩的过程。这样，通过由第1切换阀112使多个吸附筒113交替地反复进行压缩和向大气开放，能够连续地供给浓缩氧气。
由于伴随着浓缩氧生成的吸附筒113内部的压力变化非常大，所以随着吸附筒113的切换，在吸附筒113下游的氧气流路中的压力中发生周期性的压力变动。将储存在浓缩氧缓冲罐115的浓缩氧气借助调压阀116进行调整，以使该压力变动被衰减。
由氧生成部11进行压力调整后的浓缩氧气被由控制阀121和流量计122构成的氧流量控制部12控制氧流量，经由加湿器101被从氧供给口13向氧浓缩装置外供给。在氧流量控制部12中，控制阀121和流量计122哪个装备在流路的上游都可以，此外在氧流量控制部12也可以包含其他的结构。
PSA式氧浓缩装置1也可以代替流量计122和控制阀121而具有用来切换流量的切换式的固定节流孔。PSA式氧浓缩装置1既可以采用作为流量计122而使用转子流量计（rotor meter）等可目视的流量计并且代替控制阀121而使用手动式的流量调整阀借助手动操作来调整流量的方式，也可以使用其他的流量调整方式。PSA式氧浓缩装置1也可以做成不具备加湿器101的结构。
［呼吸次数计测装置］
说明有关本发明的呼吸次数计测装置的概略结构的一例。
图2是表示呼吸次数计测装置的概略结构的一例的图。
由PSA式氧浓缩装置1生成的氧经由与PSA式氧浓缩装置1连接的配管2、与配管2连接的鼻插管3被向患者的鼻腔供给。另一方面，患者即使在氧吸入中也总是进行呼吸，通过患者的呼吸发生的压力变化被向鼻插管3、配管2、PSA式氧浓缩装置1传输。
在本实施方式中，为了取得患者的呼吸压，在成为氧供给路径的配管2连接呼吸次数计测装置4。配管是指包括加湿器101（在PSA式氧浓缩装置1不具备加湿器101的情况下是氧流量控制部12）与鼻插管3之间的配管全部，呼吸次数计测装置4连接在配管的哪个位置都可以。
呼吸次数计测装置4的一部分或全部既可以设置在PSA式氧浓缩装置1的内部，也可以设置在外部。
本申请发明者们进行了专门研究，结果弄清了，即使是借助调压阀116将压力变动衰减之后，在附加于呼吸次数计测装置4的压力变动中也包含伴随着浓缩氧气生成时的加减压的压力变动。在浓缩氧气生成时发生的压力变动的振幅比呼吸压力的振幅大，此外呼吸压力的振幅也因经过氧流路带来的压力损失而下降，所以难以从由呼吸次数计测装置4计测的压力直接计测患者的呼吸压力波形。
在本实施方式中，呼吸次数计测装置4具有与压力传感器6连接的、具有运算部及推定部的微型计算机部7。压力传感器6优选的是微差压传感器。更优选的是，呼吸次数计测装置4具有显示计测出的呼吸次数的、例如作为液晶显示器的显示部8。显示部8与微型计算机部7连接，被微型计算机部7控制。
在本实施方式中，呼吸次数计测装置4具有例如压力传感器6优选的是微差压传感器6作为检测配管内的压力并将其输出的检测部、以及与检测部电气地连接的微型计算机部7。呼吸次数计测装置4也可以具有由与微差压传感器6连接的容积部和将配管与容积部之间连接的节流孔（orifice）5构成的压力平滑化部。设置压力平滑化部的理由是以下这样的。
由于患者的呼吸压通常是±10～100Pa左右，所以为了由呼吸次数计测装置4取得呼吸压，微差压传感器6优选的是使用量程±100Pa左右的传感器。在被从氧浓缩装置供给氧的状况下，总是发生由氧供给带来的供给压，例如，由氧供给带来的供给压即使在1LPM（liter per minute：升/分钟）下也存在300Pa左右。因此，如果在将微差压传感器的另一端向大气开放的状态下如上述那样将微差压传感器6的一端与氧供给路径连接，则超过了微差压传感器6的测量量程。因此，优选的是通过将经由节流孔5后的压力向微差压传感器6的另一端施加，在微差压传感器6的测量量程范围内取得包含患者的呼吸信息的压力。
只要在微差压传感器6的另一端施加不超过微差压传感器6的测量量程之程度的压力就可以，其方法并不限定于本实施方式的例子。只要微差压传感器6的测量量程比由氧供给带来的供给压大、并且有能够检测伴随着患者的呼吸的压力变动的水平的分辨能力，微差压传感器6的另一端也可以向大气开放。也可以代替微差压传感器6而使用测量表压或绝对压的压力传感器。
伴随着呼吸的压力变化由于也表现为流动于配管的氧浓缩气体的微小的流量变动，所以呼吸次数计测装置4也可以代替压力传感器6而使用流量传感器。呼吸次数计测装置4也可以具有压力传感器6及流量传感器的两者。压力传感器6及/或流量传感器成为检测包含有配管2内的患者的呼吸信息的配管内的管内压力及/或管内气体流量并输出压力数据及/或管内气体流量数据的检测部。
［微型计算机部］
图3是表示微型计算机部7的构成块的一例的图。
在压力传感器6优选的是在微差压传感器6，连接着具有运算部722及推定部723的微型计算机部7。运算部722及推定部723通过接受包含有由作为检测部的微差压传感器6检测到的患者的呼吸信息的配管内的管内压力数据及或管内气体流量数据，并执行后述的处理，来取得患者的呼吸信息。
微型计算机部7既可以是与对氧浓缩装置的氧生成功能及显示/用户接口功能等进行处理的处理部相同的微型计算机，也可以被分离。在被分离的情况下，从对氧生成功能进行处理的微型计算机获得PSA的周期T的切换的时点，用于运算。
微型计算机部7具有存储部71和处理部72。存储部71由1个或多个半导体存储器构成。例如，具有RAM、快闪存储器、EPROM、EEPROM等非易失性存储器的至少一个。存储部71存储在由处理部72进行的处理中使用的驱动程序、操作系统程序、应用程序、数据等。
例如，存储部71作为驱动程序而存储对作为检测部的微差压传感器6等进行控制的设备驱动程序。计算机程序例如也可以被从CD－ROM、DVD－ROM等计算机可读取的可移动型记录介质使用公知的设置程序等向存储部71安装。此外，也可以从程序服务器等下载而安装。
进而，存储部71也可以将有关规定的处理的暂时性的数据暂时存储。存储部71存储用来用于呼吸次数的推定的阈值711、变动值数据文件712等。
处理部72具有一个或多个处理器及其周边电路。处理部72是对呼吸次数计测装置4的整体的动作统括地进行控制的单元，例如是MCU（Micro Control Unit；微控制单元）。
处理部72基于存储于存储部71的程序（操作系统程序、驱动程序、应用程序等）执行处理。处理部72也可以并列地执行多个程序（应用程序等）。处理部72具有检测数据取得部721、运算部722、推定部723、呼吸次数输出部724等。
处理部72具有的这些各部也可以作为独立的集成电路、电路模组、微处理器或固件而安装于微型计算机部7。
［在实施方式中进行的运算处理的原理］
对在本实施方式中使用采用图2所示的结构从鼻插管3施加患者呼吸模型的呼吸压而取得了呼吸信息的数据进行的处理的原理进行说明。
在图4、图5、图6中表示当连续流5LPM、在呼吸次数计测装置4的下游侧连接了20m延长管时取得的数据组。所谓的连续流，是浓缩氧气供给方式之一，是连续地供给一定流量的浓缩氧气的方式。
图4是表示包含有当连续流5LPM、将延长管连接了20m时的患者的呼吸信息和PSA式氧浓缩装置1的PSA压力数据的压力数据的图。
图5是表示当连续流5LPM、将延长管连接了20m时的没有患者呼吸的情况下、或将呼吸成分除去后的PSA式氧浓缩装置1的PSA压力数据的图。
所谓的由PSA式氧浓缩装置带来的PSA压力，是当通过上述的PSA式氧浓缩装置1生成氧时发生的伴随着PSA式氧浓缩装置1的吸附筒周期的周期性的压力变化。PSA压力的波形的周期与PSA式氧浓缩装置1的吸附筒切换周期一致。
图6是表示从图4的成分将图5的成分用软件进行了差分处理的结果的图。差分处理，是计算任意时刻的两数据的差的处理。通过差分处理，呼吸次数计测装置4能够将PSA压力成分除去，检测患者呼吸模型的呼吸压。通过实施由软件进行的差分处理，呼吸次数计测装置4即使在从PSA式氧浓缩装置1经由鼻插管和延长管20m将氧连续地以5LPM吸入的状况下也能够取得患者的呼吸信息。
将PSA压力成分等变动值数据除去、提取患者呼吸信息数据的方法，既可以通过专利文献6中记载的预先计测氧浓缩装置自身的压力变动并存储、从检测到的压力波形将其减去的方法进行，也可以通过减去实时计测出的值的方法进行。
在PSA式氧浓缩装置至少在总运转时间的一部分的期间以单一的周期T切换加压、减压的情况下，运算部722计算在某个时间t的压力或流量值Y（t）与将Y（t）及Y（t－T）、Y（t－2T）、……･、Y（t－nT）（n是预先决定的任意的整数）平均化处理后的值X（t）的差量，提取呼吸信息。PSA压力成分被除去后的原来的呼吸波形能够良好地再现。
图7是本实施方式的运算处理的概念图。（I）是呼吸波形，（II）是PSA波形的模型波形。T是PSA波形的周期，与吸附筒的切换周期一致。（III）是将（I）与（II）相加的波形，相当于在配管部测量的压力。（IV）是将（III）按照周期T分割并叠合的波形。只要呼吸的周期与PSA的周期不完全一致，就在以周期T切取的波形中，呼吸波形被随机地表示。（V）是将在（IV）中被叠合的波形平均化处理后的波形。基于测量的压力数据及/或气体流量数据（III），表示通过PSA式氧浓缩装置的动作而发生的氧浓缩气体的周期性的压力变化及/或流量变化的变动值数据X（t）通过叠合并进行平均而被推定（V）。
在一个例子中，以T为1个周期，使用5个周期量的单纯移动平均。（VI）是从（III）的波形的最后的T部分减去（V）后的波形。可知能够精度良好地再现原来的呼吸波形（I）。T的选择方式也可以将从多个吸附筒中的1个吸附筒与压缩机连通的状态开始到切换为其他的吸附筒与压缩机连通的状态的时间设为T。T的选择方式也可以将从1个吸附筒与压缩机连通的状态开始、经过其他的吸附筒与压缩机连通的状态、到再切换为最初的吸附筒与压缩机连通的状态设为T。进而，作为另一例，T的选择方式也可以将各个切换时间的倍数设为T。
在实施例中，当进行表示被推定为氧浓缩气体的周期性的压力变化及/或流量变化的、叠合并进行了平均的变动值数据X（t）的（V）的计算时，使用5个周期量的移动平均，但平均的方式也可以是其他的方法。一般，在（V）的步骤中计算的平均值X（t）由以下的数式表示。贯穿本申请整体，i不是表示虚数的，而单单表示整变数i。
［数式1］
X（t）是在时间t的平均化处理后的值，Y（t）是在时间t的压力的实测值。此外，ai是加权平均中的加权的系数，可以选择任意的实数。n表示取平均的Y的个数。例如如果设n=4，设a0～a4为1，则与图6的计算相同。此外，如果设为ai=e－bi（b是任意的正实数），n=∞，则能够进行指数平滑平均。
由于在实际的计算中难以处置无限大，所以X（t）如X（t）=（1－e－b）Y（t）+e－bX（t－T）等那样通过依次计算而得到渐近值。通过适当地选择n及ai，还能够进行FIR（FiniteImpulse Response；有限冲激响应）滤波器那样的收敛更早的平均化处理。
式（1）乍一看看为单单地以数值计算来求出Y（t）的时间平均的式子。相对于在通常的时间平均中作为T而选择相对于Y（t）的变动周期充分小的值，在本实施方式中，作为T而基本上选择PSA过程的吸附解吸周期是重要的。这意味着，不是单纯地将测量值Y（t）在时间上平均化处理，而是将跨越周期T的Y（t）的波形作为一个单位，取回溯了T的整数倍的时间的波形的平均值。通过取波形的平均值，能够精度良好地推定拥有以T的间隔周期性地呈现的特性的PSA压力。
本例作为呼吸次数计测部而表示了测量压力的方法，但实际上随着压力的变动，流过配管的流量也变化，所以也可以使用代替压力而测量流量的方法。此外，也可以使用根据装置的运转条件、环境条件而将压力值与流量值组合或切换来测量的方法。
通过运算处理取得的呼吸信息，是将压力或流量等呼吸的实时的信息表示为波形的所谓原始数据。也可以将该数据原样记录或发送，但数据量变得庞大，而且在解析中花费时间。因此，优选的是在呼吸次数计测装置4内部自动地计算出呼吸次数数据后记录及/或发送。
如在例子中表示那样，能够检测的呼吸波形其伴随着由气流带来的压力变动、插管的摆动等的噪声成分较多。在计算压力从下降转为上升的时点的波峰检测、及检测成为阈值以上的值的时点的方法中，不能适当地计算呼吸周期、呼吸次数。
例如，在图6中，应计数的呼吸波形作为由图中a1、a2、a3表示的波峰及其紧接着之后出现的波谷呈现，其以外的部分是噪声成分。即使作为压力从上升转为下降的时点而要检测该波峰，检测到图中的b部分的可能性也较高。
［呼吸次数推定处理］
即使是将某个一定的阈值以上判断为波峰的方法，在将阈值设定为X的情况下，也有可能不能检测到a2那样的较低的波峰，在设定为Y的情况下，有可能将噪声成分b检测为波峰。在本例中仅将波形表示了3次呼吸量左右，但在实际的波形中波峰及噪声成分的高度有可能以这里表示的以上离散，能可靠地捕捉到波峰、能够将噪声可靠地除去的阈值的设定是很困难的。
发明者进行了专门研究，结果发现，不是通过上述的方法，而是通过求出原来的波形和从那里错移了时间Δt的波形的自相关系数、使Δt变化而求出自相关系数成为波峰的Δt，能够以较高的检测能力检测呼吸次数。发明者发现了根据患者呼吸信息推定每规定时间的呼吸次数的呼吸次数推定方法。
自相关系数R可以通过以下这样的计算式计算。
［数式2］
这里，Δt是时间的错移量，t0是数据的取得间隔，n是在1次的自相关系数的计算中使用的数据数，f（t）是在时刻t的患者呼吸信息数据的值，在计算中，以t0的间隔取得n个。μ、σ是f（t）的平均值及标准偏差，但在实际的计算上，也可以使用所取得的n个f（t）的值的平均、标准偏差。此外，本实施方式的自相关系数的计算方法是一例，也可以是其他的自相关系数的计算方法。
通过对在本实施方式中计算的自相关系数R乘以标准化系数
［数式3］
将值规定在－1.0～+1.0的范围。
图8是使用乘以标准化系数后的上式、将在图6中表示的计算出的波形和以时间Δt沿着时间轴将原波形错移后的波形的自相关系数的计算结果相对于Δt标示而制作出的图表。自相关系数从Δt=0每次增加t0而每次计算。Δt=0时，由于成为原波形彼此的相关，所以自相关系数成为1。然后，作为拥有较高的相关的点，求出点P1及点P2。
如图8所示，可知在原始的患者呼吸信息数据中通过阈值或波峰检测难以判断呼吸周期的波形通过求出自相关系数而能够容易地求出呼吸周期。
在自相关系数的计算中使用的f（t）的数据区间根据应计算的呼吸周期的范围而设定。发明者进行了专门研究，结果可知，f（t）的数据区间相对于应计算的最低的呼吸周期需要2倍以上。一般的成人的呼吸次数是1分钟为12～20次左右，这相当于呼吸周期3～5秒左右。可知f（t）的数据区间需要5秒×2=10秒。
判明了，作为用来判定自相关系数的波峰的自相关系数的阈值，需要至少设定为0.3以上、优选的是设定为0.3以上0.7以下之间。可知在其以下的阈值，将由噪声或基线的紊乱等带来的偶发性的自相关值的上升误判定为波峰的可能性增加，在其以上的阈值，将由呼吸周期带来的自相关值的上升看漏的可能性较高。
呼吸次数通过自相关系数取一定的值以上且波峰值时的Δt的值的呼吸间隔的倒数来计算。在图8中，最初的波峰的点P1处的Δt成为呼吸间隔，如果将1分钟除以呼吸间隔，则成为每1分钟的呼吸次数。每1分钟的呼吸次数（bpm）由以下的式子导出。
每1分钟的呼吸次数（bpm）=60秒÷（波峰点的阶跃数×采样时间）
根据呼吸波形，也有如图8那样一定的值以上的波峰存在多个点的情况，但右侧的波峰P2是当将Δt错移了多个呼吸量时出现的倍周期的波峰。在呼吸次数的推定中应该使用推测为符合呼吸的基本周期的最左侧即Δt最小的波峰P1。
借助在本实施方式中表示的计算，能够根据由与浓缩器连接的呼吸次数计测部取得的呼吸波形自动地精度良好地计算呼吸次数的信息。
在基于呼气吸气的、例如表示与压力关联的信息的变化的患者呼吸信息数据f（t）仅包含呼吸以外的较小的噪声的情况下，有自相关系数偶然以一定周期而变高的情况。所以，通过加上基于患者呼吸信息数据f（t）的方差的判定，当没有能够判断为可能包含呼吸之水平的大小的波时，推定部723不进行呼吸次数的计算，能够进一步提高精度。呼吸的有无的判定也可以不由基于患者呼吸信息数据f（t）的方差的判定来检定，而使用其他的判定方法。
患者呼吸信息数据f（t）的方差σ2由下式计算。
［数式4］
这里，n是在1次自相关系数的计算中使用的数据数，f（t）是在时刻t的患者呼吸信息数据的值。μ、σ2是f（t）的平均值及方差。
作为一例，PSA式氧浓缩装置的情况下的方差判定的阈值，是
呼吸次数小于8的情况：σ2≥18（Pa2）
呼吸次数8～10的情况：σ2≥18（Pa2）
呼吸次数11以上的情况：σ2≥7（Pa2），
但有可能根据使用的氧供给装置而值不同。由于根据呼吸次数等参数而有离差，所以方差判定的阈值需要根据使用的氧供给装置而适当地设定。
作为一例，设呼吸次数小于8的情况下的患者呼吸信息数据f（t）的方差σ2的第1阈值THD1为THD1=18。设呼吸次数8～10的情况下的患者呼吸信息数据f（t）的方差σ2的第2阈值THD2为THD2=18。设呼吸次数11以上的情况下的患者呼吸信息数据f（t）的方差σ2的第3阈值THD3为THD3=7。在患者呼吸信息数据f（t）为方差σ2的阈值以上的情况下，进行呼吸的有无的判定。
图9是表示提取患者呼吸信息数据的处理的一例的流程图。
图9所示的提取患者呼吸信息数据的处理由微型计算机部7按照预先存储在存储部71的计算机程序执行。检测数据取得部721从作为检测部的压力传感器6取得压力数据Y（t）（ST101）。运算部722计算Y（t）的n个周期量的平均值X（t）（ST102）。运算部722通过取Y（t）与X（t）的差量，提取患者呼吸信息数据f（t）（ST103）。在使用预先计测存储的PSA压力变动的情况下，运算部722不进行ST102的处理，在ST101的处理后，作为ST103，取Y（t）与预先计测存储的PSA压力变动的差量，从而提取患者呼吸信息数据f（t）。
在呼吸次数计测装置4工作中，反复进行推定呼吸次数的处理，例如每当以t0的间隔取得n个压力Y（t）的测量数据，就提取患者呼吸信息数据f（t）并更新。患者呼吸信息数据f（t）也可以以规定的间隔提取并更新。
图10是表示基于患者呼吸信息数据推定呼吸次数的处理的一例的流程图。
图10所示的推定呼吸次数的处理由微型计算机部7按照预先存储在存储部71的计算机程序执行。推定部723计算患者呼吸信息数据f（t）的平均值μ和标准偏差σ（ST201）。首先，为了进行呼吸次数的有无判定，推定部723判定作为标准偏差σ的平方数的方差σ2是否为规定的阈值THD以上（ST202）。当方差σ2小于阈值THD时（ST202：否），呼吸次数输出部724输出不能计算的消息（ST213），将处理结束。当方差σ2为阈值THD以上时（ST202：是），推定部723作为时间的错移量而将时间Δt设定为零（0）（ST203）。
推定部723对于时间Δt增加数据的取得间隔t0（ST204）。推定部723计算患者呼吸信息数据f（t）的在时间Δt的自相关系数R（Δt）（ST205）。推定部723将计算出的自相关系数R（Δt）向存储部71写出（ST206）。推定部723判断时间Δt是否达到了nt0（ST207）。当时间Δt没有达到nt0时向ST203返回，推定部723将处理重复（ST207：否）。
当时间Δt达到了nt0时（ST207：是），推定部723将存储在存储部71的自相关系数R（Δt）读出（ST208）。推定部723将读出的自相关系数R（Δt）比较，判断是否有成为最大的自相关系数Max（R（Δt））、即成为波峰的自相关系数R（Δt）（ST209）。具体而言，判断Max（R（Δt））是否为规定的阈值THC以上。
当成为最大的自相关系数Max（R（Δt））为规定的阈值THC以上时（ST209：是），推定部723将成为最大的自相关系数Max（R（Δt））的时间Δt设定为呼吸间隔（ST210）。进而，推定部723根据呼吸间隔Δt推定呼吸次数（ST211）。呼吸次数输出部724输出呼吸次数信号（ST212），处理结束。例如，被输入了呼吸次数信号的显示部8显示呼吸次数。
当成为最大的自相关系数Max（R（Δt））小于规定的阈值THC时（ST209：否），呼吸次数输出部724输出不能计算的消息（ST213），将处理结束。在呼吸次数计测装置4工作中，反复进行推定呼吸次数的处理，呼吸次数计测装置4能够将呼吸次数更新而显示在显示部8。向显示部8的显示也可以以规定的间隔进行。
应理解的是，本领域技术人员能够不从本发明的精神及范围脱离而对其加以各种各样的变更、替换及修正。
附图标记说明
1 PSA式氧浓缩装置
2 配管
3 鼻插管
4 呼吸次数计测装置
5 节流孔
6 压力传感器
7 微型计算机部
71 存储部
72 处理部
721 检测数据取得部
722 运算部
723 推定部
724 呼吸次数输出部
8 显示部。

Claims (11)

1.一种呼吸次数计测装置，其特征在于，
具有：
检测部，检测从压力变动吸附方式的氧浓缩装置将氧浓缩气体向患者供给的配管内的管内压力及/或管内气体流量，输出压力数据及/或气体流量数据，所述氧浓缩装置与患者连接，并且通过周期性地反复加压、减压而将空气中的氧浓缩；
运算部，基于前述压力数据及/或前述气体流量数据，提取患者呼吸信息数据；以及
推定部，基于前述患者呼吸信息数据，推定每规定时间的呼吸次数；
前述运算部基于前述压力数据及/或前述气体流量数据，推定表示通过前述氧浓缩装置的动作发生的前述氧浓缩气体的周期性的压力变化及/或流量变化的变动值数据，通过将前述变动值数据从前述压力数据及/或前述气体流量数据除去，提取前述患者呼吸信息数据；
前述推定部一边使时间Δt变化，一边求出前述患者呼吸信息数据与从前述患者呼吸信息数据错移了前述时间Δt的数据的自相关系数，将前述自相关系数成为波峰的时间Δt作为呼吸间隔，推定前述呼吸次数。
2.如权利要求1所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
前述推定部使用表示至少10秒以上的前述患者呼吸信息数据的波形，推定前述呼吸次数。
3.如权利要求1所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
前述推定部在前述呼吸次数的推定中利用超过规定的阈值的前述自相关系数的波峰。
4.如权利要求2所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
前述推定部在前述呼吸次数的推定中利用超过规定的阈值的前述自相关系数的波峰。
5.如权利要求3所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
前述阈值为0.3以上且0.7以下的值。
6.如权利要求4所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
前述阈值为0.3以上且0.7以下的值。
7.如权利要求3所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
在不能取得超过前述规定的阈值的前述自相关系数的波峰的情况下，输出不能计算的消息。
8.如权利要求4所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
在不能取得超过前述规定的阈值的前述自相关系数的波峰的情况下，输出不能计算的消息。
9.如权利要求5所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
在不能取得超过前述规定的阈值的前述自相关系数的波峰的情况下，输出不能计算的消息。
10.如权利要求6所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
在不能取得超过前述规定的阈值的前述自相关系数的波峰的情况下，输出不能计算的消息。
11.如权利要求1～10中任一项所述的呼吸次数计测装置，其特征在于，
还具有存储预先测量的前述变动值数据的存储部；
前述运算部通过将前述变动值数据从前述压力数据及/或前述气体流量数据除去，提取前述患者呼吸信息数据。
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